JP2001511044A

JP2001511044A - Intraluminal prosthesis that does not shorten

Info

Publication number: JP2001511044A
Application number: JP53487598A
Authority: JP
Inventors: ルービン，ゲイリー・エス; ホワイト，ジオフリー・ハミルトン; イエール，スリラム・エス; レッドモンド，ラッセル・ジェイ; ヴィダル，クロード・エイ
Original assignee: エンドシステムズ・エルエルシー
Priority date: 1997-02-07
Filing date: 1998-02-04
Publication date: 2001-08-07
Also published as: CA2280131A1; US20070213807A1; EP1028772A4; US20070213806A1; US5827321A; WO1998034668A1; US6106548A; US6764506B2; EP1028772A1; US8882823B2; US6475236B1; US20070213808A1; US20030055490A1; CA2280131C

Abstract

(57)【要約】管腔内プロテーゼ（４０）には複数の環状部材が設けられている。各環状部材は、相互に結合されて環形状を形成する複数の支柱（４２，４４）と頂点（４６）とを含んでいる。各環状部材は、圧縮状態と拡張状態とを有し、且つ圧縮状態よりも拡張状態においてより短い長手方向寸法を有している。複数の結合部材（４８）が、相互に隣接する環状部材の頂点同士を結合している。結合部材は、拡張状態における各環状部材のより短い長手方向寸法を補償するように機能する複数の交互の区分を有している。ステントは、その長さ及び／又は外周に沿って変化する可撓性を付与しても良く且つ異なる直径を有する区分を含んでも良い。 (57) [Summary] The endoluminal prosthesis (40) is provided with a plurality of annular members. Each annular member includes a plurality of struts (42, 44) and a vertex (46) that are joined together to form a ring shape. Each annular member has a compressed state and an expanded state, and has a shorter longitudinal dimension in the expanded state than in the compressed state. A plurality of connecting members (48) connect the vertices of the annular members adjacent to each other. The coupling member has a plurality of alternating sections that function to compensate for the shorter longitudinal dimension of each annular member in the expanded state. A stent may provide flexibility that varies along its length and / or circumference and may include sections having different diameters.

Description

【発明の詳細な説明】短縮しない管腔内プロテーゼ発明の背景１．発明の分野本発明は、哺乳類の脈管内に移植するための脈管内プロテーゼ（人工器官）に関し、より特定すると、哺乳類の脈管の内腔の内側の特定の場所に圧縮状態で供給され、次いで、脈管を支持するために拡張状態へと展開される管腔内ステントに関する。管腔内ステントには、圧縮状態及び拡張状態の両方においてほぼ同じ長さでプロテーゼを維持する構造的形状が備えられている。管腔内ステントにはまた、その長さに沿って変化する剛性又は可撓性が備えられている。２．従来技術の説明ステントのような管腔内プロテーゼは、一般的には、動脈瘤の治療において、脈管のためのライナーとして又は狭窄した若しくは閉塞した脈管の潰れを防止するための機械的な支持を提供するために使用される。これらのステントは、典型的には、圧縮状態で脈管又はその他の管状構造の内腔の内側の特定の場所へ給送され、次いで、その場所で展開されて拡張状態とされる。このステントは、拡張状態では、圧縮状態のステントの直径の数倍の直径を有する。これらのステントはまた、血管内のアテローム性狭窄症の治療、特に経皮的管横断冠動脈血管形成（ＰＴＣＡ）術の後においても、しばしば、手術の結果を良くするため及び狭窄と同様の症状を減らすために展開される。人体の脈管の内腔内の所望の位置にステントを位置決めすることは、ステントの性能及び治療方法の成功に影響を及ぼす重要なファクタである。ステントが展開される内腔内の領域は、通常は、医師がアクセスし難いので、ステントの展開された直径及び長さは、医師が正確な位置に正しい大きさのステントを正確に位置決めする前に知ることができることが本質的である。例えば、人体の血管の疾患した又は損傷を受けた区分又は領域の直径及び長さは、種々の人体の血管、疾患の状態及び展開の目的によって変わるので、正しい直径及び長さを有するステントが展開のためのこの領域に給送されることが重要である。人体の血管の内腔のこの領域を注意深く大きさを合わすことは、この領域における人体の血管の正しい寸法は知っているがステントの直径及び長さについては確実に知ってはいない多くの医師に対して困難な挑戦を提起するかもしれない。これは、多くのステントが、圧縮状態から拡張状態へと拡張するときに受ける短縮作用による。この短縮作用は、図１Ａ，１Ｂ，２Ａ及び２Ｂに示されており、これらの図は、頂点２６によって結合されたＶ字形状の支柱又は脚部２２及び２４によって作られたメッシュ形状のパターンを有するステントの部分２０を示している。これらのＶ字形状の支柱２２，２４の２つの対がステントのこの部分２０に示されている。これらの支柱２２及び２４の各々は長さｈを有している。図１Ｂは、一杯に圧縮された状態のステントの部分２０を図示しており、ここでは、長さｈは、長手方向すなわち水平方向成分ｌ₂を有しており(図２Ｂ参照)、図１Ａは、一杯に拡張された状態のステントの同じ部分２０を図示しており、ここでは、長さｈは、長手方向すなわち水平方向成分ｌ₁（図２Ａ参照）を有している。図１Ａ，１Ｂ，２Ａ及び２Ｂにおいて想像線２８及び３０によって示されているように、ｌ₁はｌ₂よりも短い。なぜならば、支柱２２が水平軸に対してなす角度は、拡張状態においてより大きく、従って、拡張した部分２０の長さが圧縮された部分２０の長さよりも２ｄだけ短くなるからである。この短縮は、ステントが圧縮状態から拡張状態へと拡張されるときに、支柱２２及び２４の長手方向成分が短くなることによって生じる。この短縮作用は、この短縮される長さ２ｄの正しい寸法を決定することは容易でないので、厄介なものである。医師は、ステントの材料、処置される血管及び血管の内腔で正しく展開されたときのステントの予想される直径に基づいてこの計算をしなければならない。例えば、短縮長さ２ｄは、同じステントが展開部分において直径が異なる血管内で展開されるときに変化するであろう。更に、血管の内腔径、解剖学的構造又は長さに沿った疾患状態の変化を経験するある種の人体の脈管がある。このような血管において展開されるステントは、これらの変化に対処し又はこれらの変化に適合することができる必要があるであろう。このような人体の脈管の例として、頸動脈がある。血液は、総頸動脈を介して心臓から脳へ供給される。これらの動脈は、首に沿った目のすぐ下方及び後方の位置までたどるときに内腔が約８〜１０ｍｍである。この位置で、総頸動脈は、血液を脳へ供給する内腔６〜８ｍｍの内腔径を有する内頸動脈と、血液を顔及び頭皮へ供給する内腔径が６〜８ｍｍの外頸動脈とに分かれる。総頸動脈のアテローム性動脈硬化による障害は、総頸動脈が内頸動脈と外頸動脈とに分かれるこの分岐点のあたりで起こる傾向があり、従って、ステントは、この分岐点において展開する必要がある場合が多い。別の例は、総腸骨動脈において約８〜１０ｍｍの内腔径を有するが、外腸骨動脈において約６〜７ｍｍの内腔径に減っている腸骨動脈である。総腸骨動脈は、全く頻繁に石灰性であり且つ通常はより大きな径方向の強度又は剛性を有するより短いステントを必要とするより局部的な狭窄又は閉塞障害を経験する。腸骨組織のより広汎性のアテローム性動脈硬化による疾患は、通常は、総腸骨動脈と内腸骨動脈との両方を含み且つ腸骨組織が経験する曲がりくねった角のある部位において展開するのに適した高い可撓性を有するより長いステントを必要とするであろう。大腿骨膝窩組織は、同様に、局部的な或いは広い範囲の狭窄障害を経験する。更に、ステントの可撓性は、股関節又は膝関節のような関節の動きによって影響される血管の位置において展開される場合に重要である。腎臓動脈は別の有用な例を提供する。腎臓動脈の入口の最初の１ｃｍ程度は、アテローム又は石灰化によって全く堅く狭くなっている場合が多く且つ比較的真っ直ぐであり、一方、腎臓動脈の残りの部分は比較的湾曲している。この結果として、腎臓動脈に移植することを意図したステントは、最初の１．５ｃｍ程度が比較的剛性であり、次いで、より可撓性で且つ従順となるべきである。従って、一杯に圧縮された状態及び一杯に拡張された状態の両方において並びに一杯に圧縮された状態と一杯に拡張された状態との間の全ての状態で、一貫した長さを維持することができる管腔内プロテーゼの必要性が依然としてある。また、変化する内腔径、種々の解剖学的構造及び種々の疾患状態に対応できるステントの必要性がある。開示の概要本発明の目的を達成するためには、複数の環状部材を有するステントが提供されている。各環状部材は、圧縮状態と拡張状態とを有しており且つ圧縮状態よりも拡張状態においてより短い長手方向寸法を有している。複数の結合部材が、隣接する環状部材同士を結合し、この結合部材は、拡張状態における各環状部材のより短い長手方向寸法を補償するように作動する。本発明の一つの実施形態においては、各環状部材は、複数の支柱と、環形状を形成するために結合された頂点と、を含んでいる。これらの結合部材は、隣接する環状部材の頂点に結合されている。環状部材の複数の支柱は、左側及び右側の支柱を含んでおり、これらの左側及び右側の支柱の各対は、各頂点において相互に結合されている。各支柱は、環状部材が圧縮状態よりも拡張状態にあるときにより短い長手方向寸法を有する。本発明の一つの実施形態においては、少なくとも一つの環状部材が、複数の交互の支柱及び頂点が相互に結合されて閉塞された環状部材を形成するように閉塞された形状を有しても良い。更に、複数の交互の支柱及び頂点が少なくとも一つの場所において結合されないように、少なくとも一つの環状部材が開口した形状を呈することも可能である。本発明の好ましい実施形態においては、結合部材は複数の交互の区分を有している。一つの実施形態においては、結合部材は、交互の頂部の湾曲した頂点と底部の頂点とを画成している複数の交互の湾曲区分を有している。別の実施形態においては、結合部材は、複数の交互の湾曲した区分と真っ直ぐな区分とを有している。別の実施形態においては、結合部材は、複数の交互の且つ角度の付けられた真っ直ぐな区分を有している。この結合部材は、各環状部材が拡張状態にあるときに、圧縮状態よりもより長い長手方向寸法を有して、拡張状態における環状部材のより短い長手方向寸法を補償する。本発明によるステントは更に、隣接する環状部材及び結合部材によって画成された複数の開口を含んでいる。一つの実施形態においては、ステントの種々の区分の開口が種々の大きさを有することが可能である。本発明によるステントは更に、複数の区分を更に有し、そのうちの少なくとも２つは、異なる可撓性度合いを有している。一つの実施形態においては、変化する可撓性が複数のギャップを形成することによって達成されている。これらのギャップは、一つ若しくはそれ以上の結合部材若しくは隣接する環状部材間の結合部材の部分を省略すること又は支柱の一つ若しくはそれ以上を省略するか又は結合部材及び支柱を省略することによって形成することができる。もう一つ別の実施形態においては、変化する可撓性は、種々の支柱区分の開口に種々の大きさを付与することによって達成される。本発明によるステントは、更に、ステントが拡張状態にあるときに、種々の直径を呈する区分を提供しても良い。これらの種々の直径は、ステントに、傾斜した又は段状の形状を付与することによって達成しても良い。本発明の好ましい実施形態においては、ステントは、ニチノール（Ｎｉｔｉｎｏｌ）のような形状記憶合金によって作られているが、ステンレス鋼、タンタル、チタン、エルジロイ(ｅｌｇｉｌｏｙ)、金、白金又はその他の金属若しくは合金又はポリマー又は十分な生体適合性、剛性、可撓性、径方向強度、放射線不透過性及び耐血栓性を有する複合材を、ステント材料として使用することができる。このように、本発明によるステントは、一杯に圧縮された状態及び一杯に拡張された状態並びに一杯に圧縮された状態と一杯に拡張された状態との間の全ての状態の両方において、一定の長さを維持する。この結果、本発明によるステントは、正しい大きさ及び展開を容易にし、それによって、機械的な過程を簡素化し且つそのために必要な時間を出来限り短縮することができる。更に、本発明によるステントは、その長さ及び／又は外周に沿って変化する可撓性及び剛性を提供すると共に、ステントの種々の区分に沿って変化する直径を提供し、それによって、変化する内腔径、種々の解剖学的構造及び種々の疾患状態を有する体内の脈管の治療を容易にする。図面の簡単な説明図１Ａは、拡張状態にある従来技術のステントの一部分の側面図であり、図１Ｂは、圧縮状態にある図１Ａの一部分の側面図であり、図２Ａは、ステントが拡張状態にあるときの図１Ａ及び１Ｂのステントの支柱の長手方向成分を図示しており、図２Ｂは、ステントが圧縮状態にあるときの図１Ａ及び１Ｂのステントの支柱の長手方向成分を図示しており、図３は、本発明によるステントの斜視図であり、図４Ａは、拡張状態にある図３のステントの一部分の側面図であり、図４Ｂは、圧縮状態にある図４Ａの一部分の側面図であり、図５Ａは、ステントが拡張状態にあるときの図４Ａ及び４Ｂのステントの支柱の長手方向成分と結合部材とを図示しており、図５Ｂは、ステントが圧縮状態にあるときの図４Ａ及び４Ｂのステントの支柱の長手方向成分と結合部材とを図示しており、図６Ａは、拡張状態にある図３のステントの側面図であり、図６Ｂは、圧縮状態にある図６Ａのステントの側面図であり、図７及び８は、本発明による結合部材の別の実施形態を示しており、図９は、図３のステントの一部分に対する変形例を示す側面図であり、図１０は、図３のステントの一部分に対する別の変形例を示す側面図であり、図１１Ａ〜１１Ｃは、図３のステントに対する変形例を図示している。好ましい実施形態の詳細な説明以下の詳細な説明は、本発明を実施する現在のところ考えられる最も良好なモードである。この説明は、限定的な意味でなされたものではなく、本発明の実施形態の一般的な原理を示す目的のためにのみなされたものである。本発明の範囲は、請求の範囲によって最も良く規定されている。本発明による管腔内プロテーゼは、ステントであるけれども、本発明の原理は、ライナー及びフィルタのような他のプロテーゼに適用することもできる。このステントは、圧縮状態で人体の脈管の内腔内の所望の位置へ給送され、次いで、拡張状態へと拡張させることによって展開される。ステントは、一杯に圧縮された状態及び一杯に拡張された状態及びこれら２つの状態間の全ての状態の両方において、ほぼ同じ長さを維持する。ステントには、同ステントが種々の解剖学的構造及び種々の区分に沿った変化する可撓性又は剛性を設けても良い。このステントはまた、同一のステントが、種々の直径を有する人体の脈管内への移植を容易にするために、ステントの種々の部分に沿って種々の直径を有する形状で提供されても良い。本発明によるステントは、自己拡張性のステント又はバルーンを膨らませること若しくは拡張部材によって径方向に拡張されることができるステント又はステントがその大きさを変化させる熱を付与する高周波の使用によって拡張されるステントとすることができる。このステントはまた、結合されたステント移植プロテーゼを形成するために、ＰＴＦＥ、ダクロン若しくはその他の生体適合性材料からなる被覆によってコーティングしても良い。本発明のステントが拡張され得る脈管としては、導管、動脈、気管、静脈、尿管及び食道のような天然の体内脈管に限定されず、移植片のような人工脈管も含まれる。１．好ましい実施形態本発明によるステント４０が拡張状態で図３〜６に図示されている。図３を参照すると、ステント４０は、管形状を有しており且つ頂点において結合されたほぼＶ字形状の支柱の複数の対であって、Ｖ字形状の支柱の各対の頂点に複数の結合部材を係合することによる複数の対によって作られている。図４Ａ及び４Ｂは、ステント４０の一部分を更に詳細に図示している。ステント４０は、交互の左側支柱４２と右側支柱４４との複数の対を有している。左側支柱と右側支柱４２，４４の各対は、頂点４６において結合されて、対のためのほぼＶ字形状を形成している。左側の支柱４２は、各頂点４６の左側のものであるとして規定されており、右側支柱４４は、各頂点４６の右側のものとして規定されている。左側の支柱４２と右側支柱４４とは、交互になっている。なぜならば、一対のＶ字形状の支柱のうちの左側の支柱４２もまた隣接するＶ字形状の対の左側の支柱でもあり、一対のＶ字形状の支柱のうちの右側の支柱４４もまた隣接するＶ字形状の支柱の右側の支柱でもあるからである。このようにして、交互の左側及び右側支柱４２及び４４は、環状ステント４０の周囲に環状形態で延びて環状部材を形成している。各頂点４６は、結合部材４８によって別の頂点４６に結合されている。従って、ステント４０は、それら自体に結合されたＶ字形状の支柱４２，４４の対によって形成され且つ結合部材４８によって結合されたそれらの頂点４６を有している管状格子に似ている。図３に示されているように、ステント４０の両端は、両端の末端がこれらの交互の左側及び右側の支柱４２，４４の頂点４６によって画成されている、複数の交互の左側及び右側の支柱４２，４４によって画成されている。結合部材４８は、複数の又はパターン状の交互の区分を含んでいる形状を有している。結合部材４８の非限定的な第１の好ましい実施形態が図４Ａ及び４Ｂに図示されている。各結合部材４８は、頂点４６から長手方向延長部５２に沿って長手方向に延び、次いで、湾曲した区分５４に沿って頂部の湾曲した頂点５６まで上方に傾斜し、そこから湾曲した区分５８に沿って底部の湾曲した頂点６０まで下方に傾斜している。結合部材４８は、次いで、湾曲した区分６２に沿って頂部の湾曲した頂点６４へと上方に傾斜している。結合部材４８は、頂部の湾曲した頂点６４から湾曲した区分６６に沿って反対側の頂点４６の長手延長部６８まで下方に傾斜している。従って、結合部材４８は、交互の頂部及び底部の頂点５６，６０及び６４によって画成されている複数の交互の湾曲区分を有している。結合部材４８は、２つの機能を達成するために提供されている。第１に、結合部材４８は、頂点４６の対を結合する。第２に、結合部材４８は、各支柱４２及び４４の長手方向成分が受ける短縮を補償して、ステント４０を常にほぼ同じ長さに維持するように機能する。これは、結合部材４８に、圧縮されたときにその長さを短縮するように交互の区分と結合する自然の付勢及び弾力性を設けることによって達成される。拡張することを許容されたときに、結合部材４８は、その自然のすなわち本来の位置へと戻るように付勢されて、各支柱４２及び４４の長手方向成分が経験する短縮を補償するように結合部材４８を長くする。この作用は、図４Ａ，４Ｂ，５Ａ及び５Ｂに示されている。ステント４０が圧縮状態にあるとき、結合部材４８は、結合部材４８が拡張状態にあるときの長さＬ₁よりも短い長さＬ₂を有する。結合部材４８が圧縮状態にあるとき、交互の波形曲線は、拡張状態にあるときよりもより高い振幅とより小さい波長とを有する (図４Ａと４Ｂとを比較せよ)。従って、Ｌ₂とＬ₁との差は、結合部材４８の両端における支柱４２，４４のｌ₁とｌ₂との差を補償する。図４Ａ及び４Ｂにおける線７０及び７２は、ステント４０の関連する部分が如何なる短縮をも経験しないことを示しており、図６Ａ及び６Ｂにおける線７４及び７６は、ステント４０全体がその全ての状態に亘って一定の長さを維持することを示している。図４Ａ，４Ｂ，５Ａ及び５Ｂにおいては、結合部材４８は特定の形状を呈するものとして説明したが、結合部材４８は、本発明の精神及び範囲を逸脱することなく他の形状を呈することができることは、当業者によって理解されるであろう。例えば、結合部材４８は、これらが、各支柱４２及び４４の長手方向成分が経験する短縮を補償するように機能する限り、如何なる湾曲した又は部分的に湾曲した又はその他の形状で設けることができる。図７は、結合部材４８の非限定的な第２の好ましい実施形態を示しており、この実施形態においては、結合部材４８ａは、交互の湾曲した区分８０と真っ直ぐな区分８２とを有している。結合部材４８ａが圧縮されるとき、その湾曲した区分８０もまた、それが拡張状態にあるときよりもより高い振幅とより短い波長とを有する。図８は、非限定的な第３の好ましい実施形態を示しており、この実施形態においては、結合部材４８ｂは、相互に角度が付けられた交互の真っ直ぐな区分８４及び８６を有している。ステント４０が一杯に拡張された状態にあるとき、同ステントは、このステントが展開される体内脈管の領域の内径よりも若干大きい外形を有するのが好ましい。これによって、ステント４０は、所望の位置にしっかりと係留されることができ且つステント４０が展開位置から離れて侵入するのを防止する。ステント４０は、その長さに沿った種々の部分又は区分に種々の可撓性又は剛性が付与されて、このような種々の可撓性又は剛性を必要とする体内脈管における展開を容易にする。この種々の可撓性又は剛性は、結合部材４８及び支柱４２，４４を省略すること又は一以上の支柱４２，４４及び／又は結合部材４８を結合しないことによって、ステント４０に沿った一以上の位置で”ギャップ”を形成することによって達成することができる。これらの位置は、ステント４０の長さ及び／又は外周に沿ったどこであっても良い。更に、ステント４０の種々の度合いの可撓性は、これらのギャップのパターンを変えることによって達成することができる。非限定的な例は、図９に示されているようなほぼ螺旋状のパターンの省略された支柱４２，４４及び／又は結合部材４８を提供するものである。省略された支柱４２，４４及び結合部材４８は、図９において符号４７（支柱４２，４４のためのもの）及び符号４９（結合部材４８のためのもの）によって想像線（すなわち破線）で示されている。例えば、省略された支柱４７は、図９の頂部左隅から図９の底部右隅までステント４０の長さに沿った比較的螺旋状のパターンを呈し且つステント４０の外周に沿って延びることができる。同様に、省略された結合部材４９は、図９の底部左隅から図９の頂部右隅までステント４０の長さに沿って比較的螺旋状のパターンを呈し且つステント４０の外周に沿って延びることができる。他の非限定的な代替例は、ステント４０の一端又は両端からステント４０の中心に向かってこれらのギャップ４７，４９の数を増すか又はステント４０の中心からステント４０の一端又は両端に向かってこれらのギャップ４７，４９の数を増すためのものである。ある結合部材４８の一部分のみ及びこれらの結合部材４８のうちの全部でないいくつかを省略することも可能である。多数のギャップ４７，４９を有するステント４０の一部分は、より大きい可撓性又はより低い剛性を有する。支柱４７を省略した結果として、交互の支柱４２及び４４によって作られている環状部材のいくつかが閉じているか又は完全に結合された環状部材を構成し、一方、これらの環状部材のいくつかが開口した環状部材であることが可能である。種々の可撓性又は剛性は、支柱４２及び４４と結合部材４８との間に画成された、開口した領域又は開口７８（例えば、図４Ａ及び１０参照）の大きさが、ステント４０の長さ及び／又は外周に沿って、ステント４０の種々の部分又は区分において変化する構造的な形状を提供することによって達成することができる。非限定的な実施形態においては、ステント４０の一つの区分内の全ての開口７８は、ほぼ同じ第１の大きさを有し、ステント４０の別の区分は、ほぼ同じ第２の大きさを有しており、この第１の大きさと第２の大きさとは異なっている。各々が、その区分における他の開口７８とほぼ同じ大きさの開口７８を有するが、他の区分においては開口７８と異なる大きさを有している付加的な区分を設けることもできる。開口７８の大きさを変えることは、支柱４２及び４４並びに結合部材４８の長さを変えることによって達成することができる。例えば、より小さい開口７８は、支柱４２及び４４並びに特定の開口した領域７８を画成している結合部材４８の長さを短縮することによって提供することができる。類似した開口７８を備えたステント４０の部分は、より大きい開口７８を備えたステント４０の部分よりもより剛性で且つ可撓性がより低い。このことにより、ステント４０は、ステント４０が一端でより剛性であり、この剛性の端部から徐々に可撓性となる必要がある体内脈管内で展開することができる。このような体内脈管の例としては、上記した腎臓及び腸骨動脈がある。開口７８の大きさを変えることは、他の重要な目的としても機能する。例えば、ステント４０の両端により小さい開口７８を設けることによって、脈管の壁の適用範囲を増し又はより緊密にし、それによって、疾患した脈管壁の改良された支持をし及び血小板の破片が塞栓した堆積物として除去されるのを防止する。堆積物の除去は、除去された堆積物が脳へ運ばれておそらく脳卒中を生じ得る頸動脈のようなある種の脈管においては危険である。ステント４０のある場所においてより大きな開口７８を提供する別の例は、別の体内脈管の側方分岐の閉塞を防止する際に重要であるかもしれない広い開口７８領域を提供する。これらのより広い開口した領域もまた、ガイドワイヤ、カテーテル、ステント、移植片及びその他の展開部材がステント４０の本体を通ってこれらの側方分岐内へと通過するのを許容する。ステント４０はまた、圧縮状態においては一定の直径を呈するが、一杯に拡張された状態のときにはステント４０の種々の部分が異なる直径を呈するような形態にて設けることができる。拡張可能なステント４０に異なる部分において異なる直径を呈する能力を備えることは、ステント４０が内腔径が変わるある種の体内脈管又は体内脈管の分岐において使用される場合に重要である。このような体内脈管及び分岐の例として、上記した頸動脈及び腸骨動脈がある。変化するステント４０の直径は、多くの方法で設けることができる。第１の非限定的な代替え例は、図１１Ａに示すように、ステント４０の次第に傾斜が付けられた形状を設けることである。傾斜が付けられた形状は、次第に狭くなることを経験する体内脈管における使用に最も適している。第２の非限定的な代替え例は、各々が比較的一貫しているが異なる直径を有する２つのステント４０の区分間に段形状のような突然の遷移部分を設けることである。この段部は、図１１Ｃに示されている隆起した段４０Ｃまたは図１１Ｂに示されている落ち込んだ段４０ｂのためのものとすることができる。更に、ステント４０に、特定の解剖学的な要件に合致するためにその長さに沿って直径にいくつかの変化を設けることができる。ステントの形状の傾斜又は遷移は、予め整形することによって達成することができ且つ（１）ステント材料の厚み、（２）開口７８の大きさ及び（３）ギャップ４７，４９、を変えることによって高めることができる。上記に加えて、ステント４０の長さ及び／又は外周に沿ったある位置でステント４０材料の幅及び厚みを変えることによっても、種々の可撓性及び剛性を達成することができることも当業者は理解するであろう。展開方法に応じて多くの材料が、ステント４０及びその支柱４２及び４４並びに結合部材４８の両方のために使用することができる。自己拡張型のステントとして使用される場合には、ステント４０（その支柱４２及び４４並びに結合部材４８を含む）は、”機械的”記憶及び訓練の特異な性能を有するニチノールのような形状記憶超弾性合金によって作られるのが好ましい。この合金は、遷移温度範囲以上で第１の所定の形状に形成することができる。この合金は、遷移温度範囲以下で第２の形状に弾性的に変形させても良いが、この合金は、遷移温度範囲を超える温度まで暖め戻されると、それ本来の（第１の所定の）形状へと完全に復帰する。ニチノールは、約５０％のニッケルと約５０％のチタンとの組成物を有するのが好ましい。ニチノールのような形状記憶合金及びそれらのステントにおける使用特性は、文献に詳しく記載されており、Ｔ．Ｗ．Ｄｕｅｒｉｇ，Ａ．Ｒ．Ｐｅｌｔｏｎ及びＤ．Ｓｔｏｃｋｅｌによる”医学における超弾性の使用( ＴｈｅＵｓｅｏｆＳｕｐｅｒｅｌａｓｔｉｃｉｔｙｉｎＭｅｄｉｃｉｎｅ)”という名称の文献を参考にすることができる。この文献のコピーが本明細書に添付されており且つあたかも本明細書において十分に記載されているかのように特定の参照符によって特に本明細書に組み入れられている。別の方法として、ステント４０（その支柱４２及び４４並びに結合部材４８を含む）は、ステンレス鋼、タンタル、チタン、エルジロイ、金、白金又はその他のあらゆる金属若しくは合金又はポリマー又は十分な生体適合性、剛性、可撓性、径方向強度、放射線非透過性及び耐血栓性を有する複合材料によって作ることができる。結合部材４８は、支柱４２及び４４と同じ材料を有するものとして上記したけれども、本発明の精神及び範囲から逸脱することなく異なる材料によって結合部材４８を提供することができる。このような材料は、弾性があり且つ結合部材４８が支柱４２及び４４が経験する短縮を補償するために長手方向において圧縮され或いは拡張されるのを可能にできなければならない。このような材料の非限定的な例には、ステント４０のための上記した材料のいずれもが含まれ得る。２．製造方法ステント４０は、このステントの材料及び展開の所望の性質に応じて多くの方法のうちの一つによって作ることができる。非限定的な第１の好ましい方法においては、ステント４０は、ステントが一杯に圧縮された状態にあるときにステントと等しい寸法の固体ニチノール管によって作られている。ステント４０（すなわち、支柱４２及び４４並びに結合部材４８）のパターンは、コンピュータ制御のレーザーカッター又はレース内にプログラムされ、このレーザーカッター又はレースは、支柱４２及び４４と結合部材４８との間の区分を、ステント４０の外径及び壁厚を厳密に制御する方法で切り取る。切断工程の後に、ステント４０は、完全に拡張された状態に達するまで徐々に拡張される。拡張は、内側拡張取り付け具によって達成することができるが、本発明の精神及び範囲から逸脱することなく、他の拡張装置及び方法を使用することができる。ステント４０の全長は、ステント４０の完全に圧縮された状態から完全に拡張された状態までの拡張全体に亘って一定に維持されなければならない。ステント４０が一杯に拡張された状態へと拡張されると、ニチノール材料の形状記憶を一杯に拡張された寸法に”設定”するために熱処理される。ステント４０は、次いで、洗浄され且つ電解研磨される。次の段階において、ステント４０は、穿刺による給送か又は最少侵入外科方法によって、脈管内に給送できる寸法に再び圧縮される。特に、ステント４０は、給送器具によって脈管内の所望の場所へ給送することができるように、より小さい状態に圧縮されなければならない。限定的ではないが、チューブ、カテーテル又はシースのようなあらゆる一般的な給送器具を使用することができる。この圧縮は、ステント４０を例えば摂氏零度の低温まで冷却し且つこの温度を維持しながらステント４０を圧縮してステント４０が給送装置の内側へ挿入できるようにすることによって達成される。ステント４０は、一旦給送装置の内側へ挿入されると、給送装置によって室温で圧縮状態に維持される。非限定的な第２の好ましい方法においては、バルーンで拡張可能なステント４０を、支柱４２及び４４並びに結合部材４８の所望の形状に曲げられ且つ成形された複数のワイヤを結合することによって製造することができる。この結合は、溶接、縛り付け、接着又はその他の一般的な方法によって達成することができる。別の方法として、ワイヤー放電加工を使用することができる。ワイヤは、ステント４０が圧縮され或いは拡張されるときに、塑性変形を経験することができる。ステント４０の圧縮又は拡張状態への塑性変形がなされると、ステント４０は、ステント４０を再び塑性的に変形する別の力が加わるまでこの状態のままである。ある種の製造方法を上記したが、本発明の精神及び範囲から逸脱することなく、他の製造方法を利用することができることは当業者によって理解されるであろう。３．展開方法ステント４０は、多くの給送装置及び給送方法によって展開させることができる。これらの給送装置及び方法は、ステント４０が、自己拡張、径方向拡張力又は高周波によって拡張されるか否かに応じて変わるであろう。上記の説明は、本発明の特定の実施形態に言及しているが、本発明の精神から逸脱することなく多くの変形を施してもよいことは理解されるであろう。請求の範囲は、本発明の真の範囲及び精神内に包含されるこのような変形を含むことを意図している。Detailed Description of the Invention Intraluminal Prosthesis without Contraction Background of the Invention Field of the invention The present invention relates to an endovascular prosthesis for implantation into a mammalian vessel, and more particularly, to be delivered in a compressed state to a specific location inside the lumen of a mammalian vessel and then to the vessel. An endoluminal stent deployed to an expanded state to support the stent. Intraluminal stents are provided with a structural shape that maintains the prosthesis at approximately the same length in both the compressed and expanded states. Intraluminal stents also have varying stiffness or flexibility along their length. 2. Description of the prior art Endoluminal prostheses, such as stents, generally provide mechanical support as a liner for vessels or to prevent stenotic or occluded vessel collapse in the treatment of aneurysms Used for These stents are typically delivered in a compressed state to a specific location inside the lumen of a vessel or other tubular structure, and then deployed and expanded there. The stent has a diameter in the expanded state that is several times the diameter of the stent in the compressed state. These stents are also often used for the treatment of atherosclerosis in blood vessels, especially after percutaneous transluminal coronary angioplasty (PTCA), to improve the outcome of the operation and to reduce the symptoms similar to stenosis. Expanded to reduce. Positioning a stent at a desired location within the lumen of a human vessel is an important factor that affects the performance of the stent and the success of the treatment procedure. Since the area within the lumen in which the stent is deployed is usually inaccessible to the physician, the deployed diameter and length of the stent may be less than the physician's ability to accurately position the correct size stent at the correct location. It is essential to be able to know. For example, the diameter and length of a diseased or injured section or region of a human blood vessel can vary depending on various human blood vessels, disease states and the purpose of the deployment, so that a stent having the correct diameter and length can be deployed. It is important to be fed into this area for. Careful sizing of this area of the lumen of the body vessel is a challenge to many physicians who know the correct dimensions of the body vessel in this area but do not know for certain the diameter and length of the stent. It may pose a difficult challenge. This is due to the shortening effect that many stents undergo when expanding from a compressed state to an expanded state. This shortening action is illustrated in FIGS. 1A, 1B, 2A and 2B, which show a mesh-shaped pattern created by V-shaped struts or legs 22 and 24 connected by vertices 26. 1 shows a portion 20 of a stent having the same. Two pairs of these V-shaped struts 22, 24 are shown in this portion 20 of the stent. Each of these posts 22 and 24 has a length h. FIG. 1B illustrates the portion 20 of the stent in a fully compressed state, where the length h is the longitudinal or horizontal component l. _Two (See FIG. 2B) and FIG. 1A illustrates the same portion 20 of the stent in a fully expanded state, where the length h 1 is the longitudinal or horizontal component l. ₁ (See FIG. 2A). As indicated by phantom lines 28 and 30 in FIGS. 1A, 1B, 2A and 2B, ₁ Is l _Two Shorter than. This is because the angle made by the struts 22 with respect to the horizontal axis is greater in the expanded state, and thus the length of the expanded portion 20 is 2d shorter than the length of the compressed portion 20. This shortening is caused by the shortening of the longitudinal components of struts 22 and 24 when the stent is expanded from the compressed state to the expanded state. This shortening effect is cumbersome because it is not easy to determine the correct dimensions of this shortened length 2d. The physician must make this calculation based on the stent material, the vessel to be treated, and the expected diameter of the stent when correctly deployed in the lumen of the vessel. For example, the shortened length 2d will change when the same stent is deployed in vessels of different diameters in the deployed section. In addition, there are certain human vessels that experience changes in disease state along the lumen diameter, anatomy or length of the blood vessel. A stent deployed in such a vessel would need to be able to cope with or adapt to these changes. An example of such a human vessel is the carotid artery. Blood is supplied from the heart to the brain via the common carotid artery. These arteries have a lumen of about 8-10 mm when tracing to locations just below and behind the eye along the neck. At this position, the common carotid artery has an internal carotid artery with a lumen diameter of 6-8 mm supplying blood to the brain, and an external carotid artery with a lumen diameter of 6-8 mm supplying blood to the face and scalp. Divided into Damage due to atherosclerosis of the common carotid artery tends to occur around this bifurcation where the common carotid artery divides into internal and external carotid arteries, so the stent needs to be deployed at this bifurcation. There are many cases. Another example is the iliac artery having a lumen diameter of about 8-10 mm in the common iliac artery, but reducing to a lumen diameter of about 6-7 mm in the external iliac artery. The common iliac artery is quite often calcified and experiences a more localized stenosis or obstruction disorder that usually requires a shorter stent with greater radial strength or stiffness. Diseases due to more diffuse atherosclerosis of the iliac tissue usually involve both the common iliac artery and the internal iliac artery and develop at the serpentine corners experienced by the iliac tissue. Would require a longer stent with high flexibility suitable for The femoral popliteal tissue also experiences localized or widespread stenosis disorders. In addition, the flexibility of the stent is important when deployed at locations in the blood vessel that are affected by movement of the joint, such as the hip or knee. The renal artery provides another useful example. The first 1 cm or so of the entrance to the renal artery is often quite tight and narrow due to atheroma or calcification, while the rest of the renal artery is relatively curved. As a result, stents intended for implantation in the renal arteries should be relatively stiff for the first 1.5 cm or so and then be more flexible and compliant. Thus, maintaining a consistent length both in the fully compressed state and in the fully expanded state, and in all states between the fully compressed state and the fully expanded state, can be achieved. There remains a need for a possible endoluminal prosthesis. There is also a need for stents that can accommodate varying lumen diameters, different anatomical structures, and different disease states. SUMMARY OF THE DISCLOSURE To achieve the objects of the present invention, a stent having a plurality of annular members is provided. Each annular member has a compressed state and an expanded state and has a shorter longitudinal dimension in the expanded state than in the compressed state. A plurality of coupling members couple adjacent annular members, and the coupling members operate to compensate for a shorter longitudinal dimension of each annular member in the expanded state. In one embodiment of the present invention, each annular member includes a plurality of struts and vertices joined to form an annular shape. These coupling members are coupled to the vertices of adjacent annular members. The plurality of struts of the annular member include left and right struts, and each pair of left and right struts are interconnected at each vertex. Each strut has a shorter longitudinal dimension when the annular member is in an expanded state than in a compressed state. In one embodiment of the invention, at least one annular member may have a closed shape such that a plurality of alternating struts and vertices are joined together to form a closed annular member. . Furthermore, it is also possible for at least one annular member to have an open shape such that a plurality of alternating struts and vertices are not joined at at least one location. In a preferred embodiment of the invention, the coupling member has a plurality of alternating sections. In one embodiment, the coupling member has a plurality of alternating curved sections defining alternating top and bottom vertices. In another embodiment, the coupling member has a plurality of alternating curved sections and straight sections. In another embodiment, the coupling member has a plurality of alternating and angled straight sections. The coupling member has a longer longitudinal dimension than the compressed state when each annular member is in the expanded state to compensate for the shorter longitudinal dimension of the annular member in the expanded state. The stent according to the present invention further includes a plurality of openings defined by adjacent annular members and coupling members. In one embodiment, the openings in the different sections of the stent can have different sizes. The stent according to the invention furthermore has a plurality of sections, at least two of which have different degrees of flexibility. In one embodiment, varying flexibility is achieved by forming a plurality of gaps. These gaps can be achieved by omitting one or more coupling members or portions of coupling members between adjacent annular members, or by omitting one or more of the columns or by omitting the coupling members and columns. Can be formed. In another embodiment, varying flexibility is achieved by providing different sizes of openings in different strut sections. The stent according to the present invention may further provide sections exhibiting various diameters when the stent is in the expanded state. These various diameters may be achieved by imparting a beveled or stepped shape to the stent. In a preferred embodiment of the invention, the stent is made of a shape memory alloy such as Nitinol, but with stainless steel, tantalum, titanium, elgiloy, gold, platinum or other metals or Alloys or polymers or composites with sufficient biocompatibility, stiffness, flexibility, radial strength, radiopacity and thrombus resistance can be used as stent materials. Thus, the stent according to the present invention has a constant in both the fully compressed and fully expanded states and in all states between the fully compressed and fully expanded states. Maintain length. As a result, the stent according to the invention facilitates correct sizing and deployment, thereby simplifying the mechanical process and minimizing the time required for it. Further, stents according to the present invention provide varying flexibility and stiffness along their length and / or outer circumference, as well as providing varying diameters along various sections of the stent, thereby varying. Facilitates the treatment of vasculature in the body with lumen diameter, different anatomical structures and different disease states. BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS FIG. 1A is a side view of a portion of a prior art stent in an expanded state, FIG. 1B is a side view of a portion of FIG. 1A in a compressed state, and FIG. 1A and 1B illustrate the longitudinal component of the strut of the stent of FIGS. 1A and 1B when in the retracted state, and FIG. 2B illustrates the longitudinal component of the strut of the stent of FIGS. 1A and 1B when the stent is in a compressed state. FIG. 3 is a perspective view of a stent according to the invention, FIG. 4A is a side view of a portion of the stent of FIG. 3 in an expanded state, and FIG. 4B is a portion of FIG. 4A in a compressed state. FIG. 5A illustrates the longitudinal components of the struts and the coupling members of the stent of FIGS. 4A and 4B when the stent is in an expanded state, and FIG. 5B illustrates when the stent is in a compressed state. 4A and 4 of FIG. 6A illustrates the longitudinal components of the struts of the stent of FIG. 6 and the coupling member, FIG. 6A is a side view of the stent of FIG. 3 in an expanded state, and FIG. 6B is a side view of the stent of FIG. 6A in a compressed state. 7 and 8 show another embodiment of the coupling member according to the invention, FIG. 9 is a side view showing a modification to a part of the stent of FIG. 3, and FIG. FIG. 11B is a side view showing another modification example of a part of the stent of FIG. 3, and FIGS. DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS The following detailed description is the best currently contemplated mode of practicing the invention. This description has not been made in a limiting sense, but is for the purpose of illustrating the general principles of embodiments of the present invention. The scope of the present invention is best defined by the appended claims. Although the endoluminal prosthesis according to the present invention is a stent, the principles of the present invention can be applied to other prostheses such as liners and filters. The stent is delivered in a compressed state to a desired location within the lumen of a human vessel, and then deployed by expanding to an expanded state. The stent maintains approximately the same length in both the fully compressed and fully expanded states and all states between these two states. The stent may be provided with varying flexibility or stiffness along different anatomical structures and different sections. The stent may also be provided with different diameters along different portions of the stent to facilitate implantation of the same stent into a human vessel having different diameters. Stents according to the present invention can be expanded by the use of high-frequency, self-expanding stents or balloons that can be inflated or expanded radially by an expansion member or that impart heat to change the size of the stent. Stent. The stent may also be coated with a coating of PTFE, Dacron or other biocompatible material to form a bonded stent-graft prosthesis. The vessels to which the stents of the present invention can be expanded are not limited to natural bodily vessels such as conduits, arteries, trachea, veins, ureters and esophagus, but also include artificial vessels such as grafts. 1. Preferred embodiment A stent 40 according to the present invention is illustrated in FIGS. Referring to FIG. 3, a stent 40 has a plurality of pairs of generally V-shaped struts having a tubular shape and joined at a vertex, with a plurality of pairs at the apex of each pair of V-shaped struts. It is made by a plurality of pairs by engaging a coupling member. 4A and 4B illustrate a portion of the stent 40 in more detail. The stent 40 has multiple pairs of alternating left struts 42 and right struts 44. Each pair of left and right columns 42,44 is joined at a vertex 46 to form a substantially V-shape for the pair. The left column 42 is defined as being on the left side of each vertex 46, and the right column 44 is defined as being on the right side of each vertex 46. The left support 42 and the right support 44 are alternated. This is because the left column 42 of the pair of V-shaped columns is also the left column of the adjacent V-shaped pair, and the right column 44 of the pair of V-shaped columns is also adjacent. This is because it is also a right-side column of the V-shaped column. In this manner, the alternating left and right struts 42 and 44 extend in an annular configuration around the annular stent 40 to form an annular member. Each vertex 46 is connected to another vertex 46 by a connecting member 48. Thus, the stents 40 resemble a tubular lattice formed by a pair of V-shaped struts 42,44 joined to themselves and having their vertices 46 joined by a joining member 48. As shown in FIG. 3, both ends of the stent 40 have a plurality of alternating left and right ends, the ends of which are defined by the vertices 46 of these alternating left and right struts 42,44. The columns 42 and 44 define the columns. The coupling member 48 has a shape that includes a plurality or alternating sections in a pattern. A first non-limiting preferred embodiment of the coupling member 48 is illustrated in FIGS. 4A and 4B. Each coupling member 48 extends longitudinally from a vertex 46 along a longitudinal extension 52 and then slopes up along a curved section 54 to a top curved vertex 56 from there to a curved section 58. It slopes down to a curved apex 60 at the bottom. The coupling member 48 then slopes up along the curved section 62 to the top curved apex 64. The coupling member 48 slopes down from the top curved vertex 64 along the curved section 66 to a longitudinal extension 68 of the opposite vertex 46. Thus, coupling member 48 has a plurality of alternating curved sections defined by alternating top and bottom vertices 56,60 and 64. Coupling members 48 are provided to accomplish two functions. First, coupling member 48 couples a pair of vertices 46. Second, the coupling member 48 functions to compensate for the foreshortening experienced by the longitudinal components of each strut 42 and 44 so that the stent 40 is always maintained at approximately the same length. This is accomplished by providing the coupling member 48 with a natural bias and resiliency that couples with the alternating sections to reduce its length when compressed. When allowed to expand, coupling member 48 is biased back to its natural or home position to compensate for the shortening experienced by the longitudinal component of each strut 42 and 44. The connecting member 48 is lengthened. This effect is illustrated in FIGS. 4A, 4B, 5A and 5B. When the stent 40 is in the compressed state, the coupling member 48 has a length L when the coupling member 48 is in the expanded state. ₁ Length L shorter than _Two Having. When the coupling member 48 is in the compressed state, the alternating waveform curve has a higher amplitude and a smaller wavelength than when in the expanded state (compare FIGS. 4A and 4B). Therefore, L _Two And L ₁ Is different from that of the struts 42, 44 at both ends of the coupling member 48. ₁ And l _Two To compensate for the difference. The lines 70 and 72 in FIGS. 4A and 4B show that the relevant portions of the stent 40 do not experience any foreshortening, and the lines 74 and 76 in FIGS. 6A and 6B indicate that the entire stent 40 is in its entirety. It shows that a constant length is maintained throughout. 4A, 4B, 5A and 5B, the coupling member 48 has been described as having a particular shape, but the coupling member 48 may have other shapes without departing from the spirit and scope of the present invention. Will be understood by those skilled in the art. For example, the coupling members 48 can be provided in any curved or partially curved or other shape as long as they function to compensate for the shortening experienced by the longitudinal component of each strut 42 and 44. . FIG. 7 shows a non-limiting second preferred embodiment of the coupling member 48, in which the coupling member 48a has alternating curved sections 80 and straight sections 82. I have. When the coupling member 48a is compressed, its curved section 80 also has a higher amplitude and a shorter wavelength than when it is in the expanded state. FIG. 8 shows a third non-limiting preferred embodiment, in which the coupling member 48b has alternating straight sections 84 and 86 that are angled with respect to each other. . When the stent 40 is in the fully expanded state, it preferably has a profile slightly larger than the inner diameter of the region of the body vessel in which the stent is to be deployed. This allows the stent 40 to be securely anchored at the desired location and prevent the stent 40 from entering away from the deployed position. The stent 40 may be provided with various flexibility or rigidity at various portions or sections along its length to facilitate deployment in a body vessel that requires such various flexibility or rigidity. I do. This varying flexibility or stiffness may be achieved by omitting the connecting member 48 and the struts 42, 44 or by not connecting one or more of the struts 42, 44 and / or the connecting member 48 to one or more along the stent 40. This can be achieved by forming a "gap" at the location. These locations can be anywhere along the length and / or circumference of the stent 40. Further, varying degrees of flexibility of the stent 40 can be achieved by altering the pattern of these gaps. A non-limiting example is to provide the struts 42, 44 and / or coupling members 48 in a generally helical pattern as shown in FIG. The omitted struts 42, 44 and coupling member 48 are shown in phantom lines (ie, dashed lines) in FIG. 9 by reference numeral 47 (for columns 42, 44) and reference numeral 49 (for coupling member 48). ing. For example, the omitted struts 47 may exhibit a relatively helical pattern along the length of the stent 40 from the top left corner of FIG. 9 to the bottom right corner of FIG. . Similarly, the omitted coupling member 49 exhibits a relatively helical pattern along the length of the stent 40 from the bottom left corner of FIG. 9 to the top right corner of FIG. Can be. Other non-limiting alternatives include increasing the number of these gaps 47,49 from one or both ends of the stent 40 toward the center of the stent 40 or from the center of the stent 40 to one or both ends of the stent 40. This is to increase the number of these gaps 47 and 49. It is also possible to omit only some of the coupling members 48 and some but not all of these coupling members 48. A portion of the stent 40 having a number of gaps 47,49 has more flexibility or less stiffness. As a result of omitting the strut 47, some of the annular members formed by the alternating struts 42 and 44 constitute closed or fully joined annular members, while some of these annular members are It can be an open annular member. The varying flexibility or rigidity is such that the size of the open area or opening 78 (see, for example, FIGS. 4A and 10) defined between the struts 42 and 44 and the coupling member 48 is the length of the stent 40. This can be achieved by providing a varying structural shape at various portions or sections of the stent 40 along the length and / or circumference. In a non-limiting embodiment, all the openings 78 in one section of the stent 40 have substantially the same first size, and another section of the stent 40 has the substantially same second size. And the first size and the second size are different. Each has an opening 78 that is approximately the same size as the other openings 78 in that section, but additional sections may be provided in other sections that have a different size than the openings 78. Changing the size of the opening 78 can be achieved by changing the length of the posts 42 and 44 and the coupling member 48. For example, a smaller opening 78 can be provided by reducing the length of the struts 42 and 44 and the coupling member 48 defining a particular open area 78. Portions of the stent 40 with similar openings 78 are stiffer and less flexible than portions of the stent 40 with larger openings 78. This allows the stent 40 to be deployed in a body vessel where the stent 40 is more rigid at one end and needs to become increasingly flexible from this rigid end. Examples of such body vessels include the above-mentioned renal and iliac arteries. Changing the size of the opening 78 also serves another important purpose. For example, providing smaller openings 78 at both ends of the stent 40 may increase or tighten the coverage of the vessel wall, thereby providing improved support of the diseased vessel wall and platelet debris emboli. To prevent it from being removed as sediment. Removal of sediment is dangerous in certain vessels, such as the carotid artery, where the removed sediment can be carried to the brain and possibly cause a stroke. Another example of providing a larger opening 78 at one location of the stent 40 provides a larger opening 78 area that may be important in preventing occlusion of the lateral bifurcation of another body vessel. These wider open areas also allow guidewires, catheters, stents, grafts, and other deployment members to pass through the body of stent 40 and into these lateral branches. The stent 40 can also be configured to have a constant diameter in the compressed state, but different portions of the stent 40 when in the fully expanded state. Providing the expandable stent 40 with the ability to exhibit different diameters in different portions is important when the stent 40 is used in certain body vessels or branches of body vessels of varying lumen diameter. Examples of such internal vessels and branches include the carotid and iliac arteries described above. The varying diameter of the stent 40 can be provided in a number of ways. A first non-limiting alternative is to provide a gradually tapered shape of the stent 40, as shown in FIG. 11A. The beveled shape is best suited for use in body vessels that experience tapering. A second non-limiting alternative is to provide an abrupt transition, such as a step, between sections of two stents 40, each having a relatively consistent but different diameter. This step may be for the raised step 40C shown in FIG. 11C or the depressed step 40b shown in FIG. 11B. Further, the stent 40 can be provided with some variation in diameter along its length to meet particular anatomical requirements. The inclination or transition of the shape of the stent can be achieved by pre-shaping and enhanced by changing (1) the thickness of the stent material, (2) the size of the openings 78 and (3) the gaps 47,49. be able to. In addition to the above, those skilled in the art will appreciate that varying flexibility and stiffness can also be achieved by varying the width and thickness of the stent 40 material at certain locations along the length and / or circumference of the stent 40. You will understand. Many materials can be used for both the stent 40 and its struts 42 and 44 and the coupling member 48, depending on the deployment method. When used as a self-expanding stent, the stent 40 (including its struts 42 and 44 and the coupling member 48) is made of a shape memory memory such as Nitinol with the unique performance of "mechanical" memory and training. It is preferably made of an elastic alloy. The alloy can be formed into a first predetermined shape above the transition temperature range. The alloy may be elastically deformed to a second shape below the transition temperature range, but when the alloy is warmed back to a temperature above the transition temperature range, it returns to its original (first predetermined). It completely returns to its shape. Nitinol preferably has a composition of about 50% nickel and about 50% titanium. Shape memory alloys such as Nitinol and their use properties in stents are well described in the literature and are described in W. Duerig, A .; R. Pelton and D.M. Reference may be made to the document by Stockel entitled "The Use of Superelasticity in Medicine". Copies of this document are attached to this specification and are specifically incorporated herein by specific reference numbers as if fully set forth herein. Alternatively, the stent 40 (including its struts 42 and 44 and the connecting member 48) may be made of stainless steel, tantalum, titanium, elgiloy, gold, platinum or any other metal or alloy or polymer or sufficient biocompatible, It can be made of a composite material that has rigidity, flexibility, radial strength, radiopacity and thrombus resistance. Although coupling member 48 has been described above as having the same material as struts 42 and 44, coupling member 48 can be provided by a different material without departing from the spirit and scope of the present invention. Such a material must be resilient and capable of allowing the coupling member 48 to be compressed or expanded longitudinally to compensate for the shortening experienced by the struts 42 and 44. Non-limiting examples of such materials can include any of the materials described above for stent 40. 2. Production method The stent 40 can be made in one of many ways, depending on the material of the stent and the desired properties of the deployment. In a first non-limiting preferred method, the stent 40 is made of solid Nitinol tubing of the same size as the stent when the stent is in a fully compressed state. The pattern of the stent 40 (i.e., the struts 42 and 44 and the coupling members 48) is programmed into a computer controlled laser cutter or race, which cuts between the struts 42 and 44 and the coupling members 48. Are cut out in such a way that the outer diameter and wall thickness of the stent 40 are tightly controlled. After the cutting step, the stent 40 is gradually expanded until it reaches a fully expanded state. Expansion can be accomplished by an inner expansion mount, but other expansion devices and methods can be used without departing from the spirit and scope of the present invention. The overall length of the stent 40 must be kept constant throughout the expansion of the stent 40 from a fully compressed state to a fully expanded state. Once the stent 40 is expanded to its fully expanded state, it is heat treated to "set" the shape memory of the Nitinol material to the fully expanded dimensions. The stent 40 is then cleaned and electropolished. In the next step, the stent 40 is recompressed to a size that can be delivered intravascularly, either by puncture or by minimally invasive surgery. In particular, the stent 40 must be compressed to a smaller state so that it can be delivered to the desired location within the vessel by the delivery device. Any common delivery device such as, but not limited to, a tube, catheter or sheath can be used. This compression is accomplished by cooling the stent 40 to a low temperature, for example, zero degrees Celsius, and maintaining the temperature while compressing the stent 40 so that the stent 40 can be inserted inside the delivery device. Once inserted into the delivery device, the stent 40 is maintained in a compressed state at room temperature by the delivery device. In a second non-limiting preferred method, the balloon expandable stent 40 is fabricated by joining a plurality of wires bent and shaped into the desired shape of the struts 42 and 44 and the joining member 48. can do. This connection can be achieved by welding, tying, gluing or other common methods. Alternatively, wire electrical discharge machining can be used. The wire can undergo plastic deformation when the stent 40 is compressed or expanded. Once the stent 40 has been plastically deformed to a compressed or expanded state, the stent 40 remains in this state until another force is applied that plastically deforms the stent 40 again. While certain manufacturing methods have been described above, it will be appreciated by those skilled in the art that other manufacturing methods may be utilized without departing from the spirit and scope of the invention. 3. Deployment method The stent 40 can be deployed by a number of delivery devices and delivery methods. These delivery devices and methods will vary depending on whether the stent 40 is expanded by self-expansion, radial expansion force, or high frequency. While the description above refers to particular embodiments of the present invention, it will be understood that many modifications may be made without departing from the spirit of the invention. The appended claims are intended to cover such modifications as would fall within the true scope and spirit of the invention.

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者イエール，スリラム・エスアメリカ合衆国アラバマ州35244，バーミンガム，チェスナット・オークス・ドライブ 3127 (72)発明者レッドモンド，ラッセル・ジェイアメリカ合衆国カリフォルニア州93117, ゴレタ，ノース・フェアビュー・アベニュー 1148 (72)発明者ヴィダル，クロード・エイアメリカ合衆国カリフォルニア州93111, サンタ・バーバラ，サン・パトリチオ・ドライブ 5426────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of front page (72) Inventors Yale, Suriram S 35244, Bami, Alabama, United States Ngam, Chestnut Oaks Dry Step 3127 (72) Redmond, Russell Jay United States California 93117, Goleta, North Fairview Avenue ー 1148 (72) Inventor Vidal, Claude Ay United States California 93111, Santa Barbara, Sao Patricio do Live 5426

Claims

[Claims] 1. A plurality of annular members, each of which has a compressed state and an expanded state. Each annular member has a shorter longitudinal dimension in the expanded state than in the compressed state. A plurality of annular members having At least one coupling member for coupling adjacent annular members together, Member operable to compensate for the shorter longitudinal dimension of the annular member in the configuration And a stent consisting of: 2. The stent according to claim 1, Each annular member has a plurality of alternating struts and vertices joined together to form a generally annular shape. A stent, including a spot. 3. The stent according to claim 2, wherein The stent, wherein the coupling member is coupled to a vertex of an adjacent annular member. 4. The stent according to claim 2, wherein The plurality of columns include left and right columns, and each of the left and right columns is A stent that is interconnected in points. 5. The stent according to claim 2, wherein Each strut is shorter when the annular member is in an expanded state than in a compressed state. A stent having a long longitudinal dimension. 6. The stent according to claim 2, wherein Each strut has a shorter longitudinal direction when the annular member is in a compressed state than in an expanded state. A stent having dimensions. 7. The stent according to claim 1, The stent, wherein the coupling member has a plurality of alternating sections. 8. The stent according to claim 7, The coupling member includes a plurality of interconnects defining alternating top and bottom curved vertices. A stent having mutually curved sections. 9. 9. The stent according to claim 8, wherein The plurality of alternating curved sections are higher when the annular member is in a compressed state. A stent having an amplitude and a shorter wavelength. 10. The stent according to claim 7, The coupling member having a plurality of alternating curved sections and a straight section; tent. 11. The stent according to claim 7, The coupling member has a plurality of alternating and angled straight sections , Stent. 12. The stent according to claim 1, When the coupling member is in an expanded state than when each annular member is in a compressed state. Has a longer longitudinal dimension and a shorter length of the annular member in the expanded state. A stent adapted to compensate for a longitudinal dimension. 13. The stent according to claim 1, When the coupling member is in a more compressed state than when each of the annular members is in an expanded state. Has a shorter longitudinal dimension and a longer length of the annular member in the compressed state. A stent adapted to compensate for a longitudinal dimension. 14． The stent according to claim 1, A stent, wherein the stent is made of a shape memory alloy. 15. The stent according to claim 14, wherein The stent, wherein the shape memory alloy is nitinol. 16. The stent according to claim 1, The stent has a plurality of sections along its length, each of the sections comprising A stent that exhibits different diameters when the stent is in an expanded state. 17． The stent according to claim 16, wherein As the stent moves from one section to another as the stent diameter moves A stent having a beveled shape that changes to: 18. The stent according to claim 16, wherein The diameter of the stent suddenly transitions from one section to another. A stent having a stepped shape. 19. The stent according to claim 2, wherein At least one of the annular members is closed and the plurality of alternating struts are A step, the vertices being joined together to form a closed annular member. And 20. 20. The stent according to claim 19, At least one of the annular members is open and the plurality of alternating struts are The stainless steel is such that the vertices are not joined in at least one position. G. 21. The stent according to claim 1, Stents combined with a biocompatible graft coating. 22. A stent having a plurality of sections along its length, A plurality of annular members each having a compressed state and an expanded state, At least one coupling member for coupling adjacent annular members to each other; A plurality of openings defined by adjacent annular members and coupling members; A stent wherein the openings in the different stent sections have different sizes. 23. The stent according to claim 22, wherein Each annular member has a plurality of alternating supports interconnected to form a generally annular shape. Including pillars and vertices, The coupling member is coupled to a vertex of an adjacent annular member, and is connected to an adjacent strut and a coupling portion. A stent, the opening of which is defined by a material. 24. The stent according to claim 22, wherein Each section of the stent exhibits a different diameter when the stent is in the expanded state. Yes, a stent. 25. The stent according to claim 24, The diameter of the stent changes gradually from one section to another A stent having a beveled shape. 26. The stent according to claim 24, The diameter of the stent suddenly transitions from one section to another. A stent having a stepped shape. 27. A stent having a plurality of sections, A plurality of annular members each having a compressed state and an expanded state, At least one coupling member for coupling adjacent annular members to each other; A hand that imparts different degrees of flexibility to two of the sections of the stent. A step, and a stent. 28. 28. The stent of claim 27, Means for imparting different degrees of flexibility to two of the plurality of sections of the stent But omit at least one of the coupling members between adjacent annular members. A stent comprising a plurality of gaps thus formed. 29. 28. The stent of claim 27, Each annular member has a plurality of alternating supports interconnected to form a generally annular shape. A post and a vertex, wherein the coupling member is coupled to a vertex of an adjacent annular member , Stent. 30. 30. The stent according to claim 29, Providing a different degree of flexibility to two of the plurality of sections of the stent. Means are formed by omitting at least one of the struts. A stent that includes a number of gaps. 31. 31. The stent of claim 30, wherein The plurality of gaps include at least one of coupling members between adjacent annular members. A stent further formed by omitting one. 32. 28. The stent of claim 27, Further comprising a plurality of openings defined by adjacent annular members and coupling members; Providing a different degree of flexibility to two of the plurality of sections of the stent. The means includes providing different sizes for the openings of the different stent sections. tent.